JP2006272028A

JP2006272028A - ペースメーカ

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Publication number: JP2006272028A
Application number: JP2006199245A
Authority: JP
Inventors: Michael F Hess; ヘス，マイケル・エフ; H Toby Markowitz; マーコウィッツ，エイチ・トビー; James W Busacker; ブサッカー，ジェームズ・ダブリュー
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1995-09-29
Filing date: 2006-07-21
Publication date: 2006-10-12
Anticipated expiration: 2016-08-23
Also published as: US5861007A; WO1997011746A1; US6167307A; AU716594B2; JP4036882B2; AU7235096A; EP0794813A1; JPH10509907A; JP4041912B2; CA2204615C; CA2204615A1; DE69628906T2; EP0794813B1; DE69628906D1

Abstract

【課題】心拍間で後心室心房性不応期間（ＰＶＡＲＰ）を自動的に調整する調整手段を備えたペースメーカを提供する。
【解決手段】心拍間で後心室心房性不応期間（ＰＶＡＲＰ）を自動的に調整する調整手段（図６）を備え、２：１ブロック点に対する値と該２：１ブロック点に対応する間隔値とを保持し、且つＡＶ間隔値をも保持するペースメーカにおいて、前記調整手段が、与えられた心拍間のシーケンスに対する２：１ブロック点を判定する手段と、前記後心室心房性不応期間を、前記２：１ブロック点に対応する間隔値から、前記ＡＶ間隔値の一つを差し引いた間隔値に等しく設定する手段と、を含む。
【選択図】図６

Description

本発明は、特定のペースメーカ監視間隔、特にＡＶ間隔およびＰＶＡＲＰまたはＰＶＡＢ間隔のタイミングに対する調整に関する。（定義：ＡＶとは、房室事象、即ち、心房事象の始まりと次のおそらくは従属的な心室事象の始まりとの間の時間、ＰＶＡＲＰ（ＰｏｓｔＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒＡｔｒｉａｌＲｅｆｒａｃｔｏｒｙｐｅｒｉｏｄ）とは、心室後心房性不応期間、即ち、ペースメーカが心室ペース後の心房における事象の検知を無事象と見なす時間、およびＰＶＡＢ（ＰｏｓｔＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒＡｔｒｉａｌＢｌａｎｋｉｎｇｐｅｒｉｏｄ）とは、心室後心房性ブランキング期間、即ち、心房に全く検知がないペース後の期間、ＴＡＲＰ（ＴｏｔａｌＡｔｒｉａｌＲｅｆｒａｃｔｏｒｙｐｅｒｉｏｄ）とは、全心房性不応期間、ＴＡＢ（ＴｏｔａｌＡｔｒｉａｌＢｌａｎｋｉｎｇｐｅｒｉｏｄ）とは、全心房性ブランキング期間、ＳＡＶとは、ペースされた心房事象後に用いられるＡＶ間隔であるＰＡＶとは対照される、心房検知事象後に用いられるＡＶ間隔である。）
ＡＶ間隔の長さを変化させるための指示は、主としてレート適合ペーシングである。

患者の生理学的要求に従うレート適合ペーサは、ある時期利用された。最近の事例は、活動状態センサ（Ｓｉｖｕｌａ等の米国特許第５，０５２，３８８号における如き）の代わりにＡＶ間隔タイマを用いる、米国特許第５，２７１，３９５号（Ｗａｈｌｓｔｒａｎｄ等）、米国特許第４，８５６，５２４号（Ｂａｋｅｒ，Ｊｒ．）、および（Ｗａｈｌｓｔｒａｎｄの米国特許第５，２７１，３９５号における如き）毎分換気量（ｍｉｎｕｔｅｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ）を用いて適切なペーシング・レートを決定するものを含む。心房同期対心房心室順次ペーシングとは異なるようにＡＶ間隔を調整することが、Ｍａｒｋｏｗｉｔｚの米国特許第４，４２１，１１６号において教示されている。また、ＤＤＩモード・ペーシングに対する心房ペーシング・パルス後に送られるようにＡＶ間隔を短縮することもまた、Ｌｅｖｉｎｅ等の米国特許第５，４１７，７１４号に示された。ペースメーカ技術は、およそ３０年にわたるものである。患者のペーシング需要に応じて（通常は、電源バッテリを持つ）このような密閉された電気パルス発生器を植込むための技術は多くの特質において周知であり、これらは本文では特に記述されない。その代わり、読者は本願に引用される当技術で入手可能な記述および他の容易に入手可能な文献を参照すべきである。

ＡＶ間隔は、ＡＶブロック患者に対しては維持することが重要である。ＡＶブロックとは、このような患者の心房における事象が心室に伝達しないことを意味し、このため心室が人工的にペースされねばならない。ＡＶ間隔は、このような人工的な心室ペーシング・パルスを調時するために用いられる。特に問題となる状況は、間欠的なＡＶブロック患者に存在し、それは自然な伝導の機会が自然な間隔より短いＡＶ間隔をとることによって阻止されるためである。この問題は、ＡＶ間隔の長さが有効な心臓の血液力学作用を促進するためにレートが増加するにしたがって短く調整されるべきである（かつ調整される）ゆえに、レート適合ペーシングにおいて現れる。肥大障害による心筋症（ＨＯＣＭ）を補償するために血液力学作用を促進するように患者が短いＡＶを呈する場合に、更なる合併症が生じ得る。一般に、心室捕捉を維持しあるいは心室の仮性接合を阻止するために、自動化されたＡＶ間隔調整を使用できることが、Ｂａｉｌｅｙ等の論文（論文１８８、ＸＷｏｒｌｄＣｏｎ．）に示唆されている。また、ペーシング装置がこれもＰＶＡＲＰの調整のため調整ＡＶ間隔に依存する場合に、ある合併症が生じる。

この分野における他の関連する考察は、少なくとも、ＤＤＤペーシングのための検知され且つペースされた心房事象に対する異なる有効ＡＶ間隔についての論文（Ａｌｔ等の「Ｊ．ｏｆＥｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ」第１巻、第３号（１９８７年、２５０〜２５６ページ））、Ｔｈａｃｋｅｒの特許「ＡＶおよび逸脱間隔に対する自動調整（ａｕｔｏｍａｔｉｃａｄｊｕｓｔｍｅｎｔｔｏＡＶａｎｄｅｓｃａｐｅｉｎｔｅｒｖａｌｓ）（米国特許第５，０２４，２２２号）」、およびＰ波でトリガーされる単安定マルチバイブレータを用いてＡＶ間隔を自動的に調整するため必要とされるＣａｎｎｏｎの特許（米国特許第４，１０８，１４８号）を含む。

ＨＯＣＭＡＶ調整療法および（または）間欠的なＡＶブロックに基く調整を必要とする患者に対して、異なる方法でＡＶ間隔およびＰＶＡＲＰを一緒にレート調整を可能にすることは、現在ではペースメーカ・システムで得られるものはない。ペースメーカの高いレートにおける心房追跡動作は、上限追跡レート間隔時間値と、ＡＶ間隔とＰＶＡＲＰの時間の和とによって規定される。従来は、ＡＶ伝導の保持あるいはＨＯＣＭ患者に対する最適化のための歩行ベースにおけるＡＶ間隔への変化は、この変化がＰＶＡＲＰの値あるいはペースメーカの上限レートと関連付けられないため、高いレートでのこの動作を変動させることになる。

本文における代替的な望ましい実施形態に関して述べられる他の調整もまた可能である。

不要な心室ペースの実質数を排除するようにＡＶ伝導が生じているかどうかを判定することが可能な、植込み可能な２室型パルス発生器（ＩＰＧ）であって、次の心室ペーシング・パルスを送る時の決定を行う、ＡＶ間隔に対する更新可能な値をメモリに保持する前記ＩＰＧにおいて、
あり得る心室検知（ＶＳ）がＡＶ間隔の値に一時的延長が加えられた心拍サイクル内に生じさせるように該延長を生じることによって、予定された心室ペース（ＶＰ）の後であり得る前記ＶＳ事象が生じるかどうかを判定する手段と、
前記ＶＳが延長されるＡＶ間隔内に生じたならば、連続的な増分または計算された値だけ前記の保持されるＡＶ間隔を延長する手段と
を備えることを更に特徴とするＩＰＧ。

不要な心室ペースの実質数を排除するようにＡＶ伝導が生じているかどうかを判定することが可能な、植込み可能な２室型パルス発生器（ＩＰＧ）であって、次の心室ペーシング・パルスを送る時の決定を行う、ＡＶ間隔に対する更新可能な値をメモリに保持する、前記ＩＰＧにおいて、
ＡＶ事象シーケンスについての１組の記憶されたデータに適用する１組のルールを有する予定された心室ペース（ＶＰ）後に、心室検知（ＶＳ）事象が生じるかどうかを判定する手段であって、前記１組のルールが前記記憶されたＡＶ間隔の値の持続時間を延長するか短縮するか、あるいは変更しないかを決定する、前記判定する手段と、
前記判定する手段に応答してＡＶ間隔の値を調整する手段と
を更に備えるＩＰＧ。

ＡＶ間隔が、前記延長する手段または前記調整する手段により延長させられなければ、前記記憶された値を減衰することにより、記憶された値を減衰させる手段が、前記判定する手段が用いられる時間的頻度を調整する前述のペースメーカ。

前記判定する手段の各使用に先立ち、予め定めた数のＡＶ事象サイクルのタイミング値を記憶する手段を更に備える前述のペースメーカ。
前記判定する手段が、予め定めた量以上の前記の記憶された事象サイクルが、ＦＴ内のＶＰ事象またはＶＳ事象のいずれかにおいて終了されるかを判定する前述のペースメーカ。

前記判定する手段が更に、前記の予め定めた数以上がＴＳＴより短かったＶＳにおいて終了したかどうかを更に判定し、もしそうであれば、ペースメーカにより保持されるＡＶ間隔の値を短縮するが、もしそうでなく、かつ少数あるいは同数の記憶された事象サイクルがＦＴ内のＶＰまたはＶＳで終了したならば、前記ペースメーカのその時の値を維持されたＡＶ間隔のままにする前述のペースメーカ。

ペースメーカにより保持されたＡＶ間隔に対する値が予め定めた最大値と最小値の範囲内にあるかどうかを判定する最小／最大判定手段を更に備える前述のペースメーカ。
患者におけるペースメーカにおいて心拍ベースでＰＶＡＲＰを自動的に調整する手段を備えたペースメーカであって、２：１のブロック点に対する値とその対応する間隔値とを保持し、また１つのＡＶ間隔に対する少なくとも１つの値を保持するペースメーカにおいて、前記調整手段が、
所与の心拍間のシーケンスに対する２：１ブロック点を判定する手段と、
ＰＶＡＲＰを、２：１ブロック点からＡＶ間隔に対する少なくとも１つの間隔値の１つを差し引いた間隔値に等しく設定する手段と
を含むペースメーカ。

逆方向の伝導時間に対する値をも記憶するペースメーカであって、かつ
ＰＶＡＲＰが逆方向の伝導時間の値より小さいかどうかを判定する手段と、
ＰＶＡＲＰを少なくとも前記逆方向の伝導時間と同じ長さになるようにリセットする手段と、
少なくとも１つのＡＶ間隔の値を２：１ブロック点からリセットされたＰＶＡＲＰ値を差し引いた値に等しくリセットする手段と
を備える前述のペースメーカ。

ＰＶＡＲＰをリセットする前記手段によるＰＶＡＲＰのリセットと同時に、ＡＶ間隔の値を判定する手段が、考慮中の心拍間のシーケンスがＡＶ間隔の値の記憶あるいは決定における使用に適さないことを判定する前述のペースメーカ。

予め定めた最小値までＡＶ間隔の値をリセットする手段を備える前述のペースメーカ。
前記ＡＶ間隔の値を延長する前記手段が、検知ＡＶ間隔に対する前記記憶値に加算するかこれから差し引くことを許容するように、またペースされたＡＶ間隔に対しては、心房ペース後にＡＶ間隔に対する記憶され且つ更新可能な値が前記ペースＡＶ間隔値に加算されるかこれから差し引かれるように、しかし心房検知後は前記検知ＡＶ間隔値に加算されるこれから差し引かれるように、検知ＡＶ間隔とペースＡＶ間隔に対する値を記憶する手段を更に備える前述のＩＰＧ。

まず、ペースメーカ・システムの記述は下記の通りである。
図２は、本発明を実施することが可能なペースメーカ１０の１つの可能な形態を示すブロック回路図である。本発明はマイクロプロセッサ・ベースのアーキテクチャに関して記述されるが、本発明が、必要に応じて、ディジタル・ロジック・ベースのカスタム集積回路（ＩＣ）アーキテクチャ、アナログ回路などの他の技術で実現可能であることが理解されよう。また、本発明がカーディオバータ、除細動器などにおいて実現可能なことが理解されよう。

望ましい実施形態は、２本のリード線１４、１５を用いる。リード線１４は、右心室１６の内部に位置されたその遠端部付近に配置される電極２４を含む。電極２４は、リード線１４により入力コンデンサ２６を介してノード２８に、また入出力回路３０の入出力端子に接続される。リード線１５は、右心房１７の内部に位置された遠く離れた電極を有する。電極２２は、リード線１５により、入力コンデンサ７５を介してノード７６に、また入出力回路３０の入出力端子に接続されている。

入出力回路３０は、心電図（ＥＧＭまたはＥＣＧ）の如き心臓から得られる電気信号を検知するため、ディジタル制御回路およびタイミング回路に対する動作入出力アナログ回路を含む。またこの回路は、センサ（図示しないが、リード線１４、１５に接続される）から出力を受取り、これはマイクロコンピュータ回路３２におけるソフトウエアで実現されたアルゴリズムの制御下で心臓に刺激パルスを与える部分である。

マイクロコンピュータ回路３２は、オンボード回路３４とオフボード回路３６とを有する。オンボード回路３４は、マイクロプロセッサ３８と、システム・クロック４０と、オンボードＲＡＭ４２と、ＲＯＭ４４とを含む。オフボード回路３６は、オフボードＲＡＭ／ＲＯＭ装置４６を含む。マイクロコンピュータ回路３２は、データ通信バス４８により、ディジタル・コントローラ／タイマ回路５０に接続されている。マイクロコンピュータ回路３２は、標準的なＲＡＭ／ＲＯＭ構成要素により増補されたカスタムＩＣデバイスから作られる。以下に述べるアルゴリズム・プロセスの計算および実行は、一般にＩＰＧの残部からの信号に基くこの回路領域内で生じる。数値に関して規定される全ての変数は、回路３２内に記憶され更新されることが望ましい。

図２に示される電気的構成要素は適切な植込み可能形式のバッテリ電源（図示せず）によって給電されることが当業者には理解されよう。
アンテナ５２が、無線周波（ＲＦ）送受信回路（ＲＦＴＸ／ＲＸ）５４を介してアップリンク／ダウンリンク・テレメトリーの諸目的のため、入出力回路３０に接続されている。アンテナ５２と外部プログラマ（図示せず）の如き外部装置間でのアナログおよびディジタルの両データのテレメトリーは、望ましい実施形態では、参考のため本文に援用される１９９２年７月７日発行の米国特許第５，１２７，４０４号「植込み可能な医療装置のためのテレメトリー・フォーマット（ＴｅｌｅｍｅｔｒｙＦｏｒｍａｔｆｏｒＩｍｐｌａｎｔａｂｌｅＭｅｄｉｃａｌＤｅｖｉｃｅ）」に実質的に記載される如き手段によって行われる。リード・スイッチ５１が入出力回路３０に接続されて、周知のように検知増幅器１４６を不動作状態にし、かつテレメトリーおよびプログラミング機能を動作可能状態にすることにより、患者の追従を可能にする。

典型的には３２，７６８Ｈｚの水晶制御発振器である水晶発振器回路５６が、主タイミング・クロック信号をディジタル・コントローラ／タイマ回路５０に与える。大部分のタイミング期間はクロックに依存して、プログラム制御下でオン／オフし、タイミングの長さは一般にクロック・サイクル数に関して確立される。Ｖｒｅｆ／バイアス回路５８が、入出力回路３０のアナログ回路に対する安定した電圧基準値とバイアス電流を生成する。ＡＤＣ／マルチプレクサ回路（ＡＤＣ／ＭＵＸ）６０がアナログ信号および電圧をディジタル化して、テレメトリーと、交換時間表示あるいは寿命末期機能（ＥＯＬ）とを行う。パワーオン・リセット回路（ＰＯＲ）６２は、パワーアップ中にペースメーカ１０をプログラム値で初期設定し、例えば、低いバッテリ状態の検出と同時に、あるいは不当に高い電磁干渉（ＥＭＩ）の如き望ましくない状態の存在時に過渡的にプログラム値をデフォルト状態にリセットするように機能する。

図２に示されるペースメーカのタイミングを制御するための動作コマンドは、バス４８によりディジタル・コントローラ／タイマ回路５０に接続され、ここでディジタル・タイマがペースメーカの全逸脱間隔、ならびに入出力回路５０内の周辺素子の動作を制御するための種々の不応、ブランキングその他のタイミング・ウインドウをセットする。この回路は、当業者には理解されるように、マイクロコンピュータ回路３２と連係して動作する。

ディジタル・コントローラ／タイマ回路５０は、リード線１４とコンデンサ２６を介して電極２４からピックアップされる増幅信号および処理信号を受取るため、またそれぞれリード線１５およびコンデンサ７５を介して電極２２からピックアップされる患者の心室１６および心房１７の電気的活動状態を表わす増幅信号および処理信号を受取るため、検知増幅器（ＳＥＮＳＥ）６４、６７、および心電図増幅器（ＥＧＭ）６６、７３に接続される。同様に、検知増幅器６４、６７は、回路５０内の逸脱間隔タイマをセットし直すための検知事象信号を生じる。ＥＧＭ増幅器６６により生成される電気信号は、アップリンク・テレメトリーにより、参考のため本文に援用されるＴｈｏｍｐｓｏｎ等の米国特許第４，５５６，０６３号「医療装置のためのテレメトリー・システム（ＴｅｌｅｍｅｔｒｙＳｙｓｔｅｍｆｏｒａＭｅｄｉｃａｌＤｅｖｉｃｅ）」に記載される如き患者の電気的な心臓活動状態のアナログ心電図の表示を送信するために、植込まれたデバイスが外部プログラマ／トランシーバ（図示せず）により質問されつつある如き状況において使用される。

出力パルス発生器（ＯＵＴＰＵＴ）６８、７１は、逸脱間隔がタイムアウトになるごとに、あるいは外部から送られたペーシング・コマンドが受取られたごとに、ディジタル・コントローラ／タイマ回路５０により生じるペースされたトリガー信号に応答して、あるいはペーシング技術において周知のように他の記憶されたコマンドに応答して、出力コンデンサ７４、７７およびリード線１４、１５を介して患者の心臓１１へペーシング刺激を提供する。

本発明の望ましい実施形態においては、ペースメーカ１０は、ＤＤＤ、ＤＤＩ、ＶＶＩ、ＶＯＯおよびＶＶＴを含む種々のレート非応答モード、ならびにＤＤＤＲ、ＤＤＩＲ、ＶＶＩＲ、ＶＯＯＲおよびＶＶＴＲの対応するレート応答モードで動作することができる。更に、ペースメーカ１０は、１つの選択されたセンサ出力に応答して、あるいは必要に応じて、両方のセンサ出力に応答して、そのレートのみを変化させて動作するようプログラム可能に構成することができる。ペースメーカの他の多くの特徴および機能は、本発明の範囲を越えることなく組込むことができる。

マーカ・チャンネル図９０と時間と関連する体表面ＥＣＧ９１とが示される図１ａおよび図１ｂにおいては、用語ＰＶＡＲＰ、ＰＶＡＢ、ＴＡＢ、ＴＡＲＰおよび（ＳとＰの）ＡＶが目に見えるように示される。これらは、前述の発明の背景において定義される。第２の「ＱＲＳ複合波」ＱＲＳ２（９１）は、「自然」とは対照的にペースされるという事実により、第１のＱＲＳ複合波より幅が広いことを観察することも有意義である。

適合探索ＡＶアルゴリズム
このアルゴリズムは、一般に、患者がＡＶ伝導が可能である場合に延長するように、さもなければ短縮するようにＡＶ間隔を適合させる。ＨＯＣＭ患者の場合は、適合ＡＶ探索は、その目的がＨＯＣＭ患者に対して用いられる如き人工的に早期に心室をペーシングする療法を維持するのではなく、心室に対する自然な伝導を促進することであるので、用いるべきではない。

図２のマイクロコンピュータ回路３２により用いられるべきＡＶ間隔に対する初期値を拾う幾つかの方法がある。患者にＡＶ伝導があるならば、Ｐ波からＱＲＳ複合波への検知された間隔値を使用することができる。もしそうでなければ、値はプログラムに入れるか設定することもできる。

２つの一般課題が適切なＡＶ値を設定するためこれらのアルゴリズムに一貫しており、これらは自然な心室事象の検知を許容し、間欠的ＡＶブロックをサポートすべきである。
次に図３において、最初のステップは、ＡＶ間隔に対する初期値を仮定しあるいは決定する、ステップ１１におけるアルゴリズムを使用可能にすることである。ステップ１２においてこれらの値でペースメーカを動作させると、ペースメーカは、データを集め、あるいはステップ１３における判定が満たされるまで多数のＡＶ事象シーケンスに対して作動する。（ステップ１３を満たすには、安全ペースで終る事象サイクルはカウントされない。「安全ペース」は、ある設定期間、望ましい実施形態では心房ペースの１１０ミリ秒以内で生じる心室検知によりトリガーされるペーシング・パルスである。ペースメーカは、このように、１１０ミリ秒のＡＶ間隔で心室安全ペースを送る。心室検知がクロストーク、即ち心室における心房ペース・エネルギの検知であった場合、これは、心室におけるペーシング・サポートを行う。これが真の心室事象（Ｒ波）であったならば、心室ペースは心臓の不応組織に達してＲ波に充分に近くなり、心臓を捕捉しない。このアルゴリズムは、心室検知が実際にＲ波であるかどうかが判らないので、安全ペースをカウントしないで、安全ペースをトリガーする心室検知を無視する。アルゴリズムはまた、心拍中にＡＶ間隔が高い２：１ブロック点を維持するように短縮された、その心拍から全てのデータを無視することになる。換言すれば、ＰＶＡＲＰが患者の逆方向の伝導時間より長いゆえに、自動ＰＶＡＲＰアルゴリズムにＳＡＶを短く設定させるこれら心拍が無視される。このことは、図６に関して以下に述べる（ステップ２１１）。

従って、２つの代替例がある。２つの望ましいアルゴリズムのより簡単なものでは、ＡＰまたはＡＳで始まるＡＶシーケンス間で弁別が行われないが、他のものにおいては、ＡＶ間隔に対する２つの値が更新され続けるゆえに問題となる。この場合、上記の発明の背景で定義されるような、ＰＡＶおよびＳＡＶが存在する。より簡単な場合は、ＡＶ間隔の唯一の値が更新され、その値は共にペースメーカにより保持される基底ＳＡＶ値と基底ＰＡＶ値の間で共有される。換言すれば、１つの更新値が２つの基底値に加算される。

１つのＡＶ間隔値のみのアルゴリズムから始めると、充分なデータがある時、プログラムはステップ１４へ進み、ここで事象サイクルの半分以上が融合許容値（ＦＴ：ＦｕｓｉｏｎＴｏｌｅｒａｎｃｅ）内でＶＰまたはＶＳのいずれで終るかの判定を行う。この判定が真であるならば、ＡＶ間隔の値は延長され（ステップ１５）、もしそうでなければ、第２の判定がステップ２０において行われる。ステップ２１は、集められたデータにおけるＶＳで終った事象サイクルの半分以上が「短すぎる許容点（ＴＳＴ：ＴｏｏＳｈｏｒｔＴｏｌｅｒａｎｃｅｐｏｉｎｔ）」より短い（即ち、前に生じる）ことをステップ２０において判定されるならば、ＡＶ間隔を短縮する。

換言すれば、
心拍の半分以上が融合許容値内のＶＰまたはＶＳであるならば、ＡＶを延長する。
半分以上が「短すぎる許容値」より短い間隔で生じるＶＳ事象であるならば、ＡＶ遅延が短縮される（これは、１方向アルゴリズムを阻止して、伝導時間がＡＶ間隔の値より短い時ＡＶを短縮する。

いずれの基準も満たされなければ、カウンタをゼロにし（ステップ２２）、プログラムされたようにＡＶを残す（ステップ１９）。
（融合許容値（ＦＴ）に対する典型値はＶＳより３０ミリ秒前となり、短すぎる許容値（ＴＳＴ）は６０〜７０ミリ秒となる。）
このアルゴリズムが行う次のことは、ＡＶ間隔が長すぎるか短すぎるかを調べることである（ステップ１６）。これらの値は、望ましい実施形態の装置における製造者によって設定される。ブロック１７は図に含まれ、延長または短縮が行われた後に値が最小値または最大値にリセットされることができること、あるいはステップ１６の解明までアルゴリズムがその値を保持し得ることを示唆する。

ＡＶを延長するため第１のルールを満たし、かつＡＶを延長することを欲するが最大許容ＡＶを越えるだけで、アルゴリズムは新たな探索モードへ進んでこの探索ＡＶアルゴリズムを継続するかどうかを決定し、もしそうであれば、どんな延長間隔であるかを決定する。一般に、このことは、徐々に長い探索遅延時間を用いて、例えば１時間から初めて、１６時間の最大値まで各時間を倍加することにより、次いで自然伝導の充分な確証があるゆえに適切なＡＶ間隔についての探索を一挙にオフすることにより行われる。あるいはまた、回数を重ねて最大ＡＶまで探索して伝導を発見しなかったならば、この特徴が自らを完全にオフすることができる。

これは、従って、探索ＡＶアルゴリズムの現在望ましい形態である。それを完全に理解するためには、２つの用語を定義することがまだ必要である。即ち、
融合許容値（ＦＴ）：
これは、心室ペース「前」の期間である。検知の発生が少し遅すぎると心室に不要なペーシングを生じる結果となるので、心室をペースしようとする時に非常に近く生じる検知を避けたい。従って、ＶＰが生じる時に近くで検知するならば、ＶＰを遠ざけてＡＶ間隔を延長し、不要なＶＰの機会を減じる。

短すぎる許容値（ＴＳＴ）：
これは、ＡＰ事象またはＡＳ事象に近いＡＶ間隔内で定義された期間である。ＰＲ間隔（Ｐ波からＲ波までの時間）が伸びると、ＡＶ間隔を延長し、次いでＰＲ間隔を短縮して、ＡＶ間隔はこの長い値に「停滞」する。ＴＳＴ前に生じるようにＡＶ間隔内で早く生じる検知は、不要な心室ペーシングを開始する危険を伴わずに、ＡＶ間隔を短縮できることを示唆する。

図４において、アルゴリズム１００が２つのＡＶ間隔に適応するように点線下方で修正される。このことを示した図３と共に見れば、望ましい実施形態のアルゴリズムのこのような形態に対する完全なフローチャートを提供する。換言すれば、図３のブロック１５において、活動はＡＶ間隔値を「延長」するのではなく、図全体にわたりＰＡＶを「延長」するなどの如くである。このように、最初の１６のＡＶ事象サイクルの大半がＡＰ事象で開始し、図３へ分岐してステップ１４が行われ、これらの１６サイクルの大半がＡＳ事象で開始されるならば、図４における１４ａへの分岐が生じる。このように、ＳＡＶ値およびＰＡＶ値が独立的に保持される。

一般に、１６がステップ１３を満たすデータ・サイクル数の必要数ではなく、後の判定を行うために単純な大半が用いられることも不要であるが、最近のペースメーカにおける電力、時間およびメモリの諸制約を考えると、これらは適正な値のように思われることが判る。本発明の範囲を逸脱することなく他の類似値を選択してもよいが、望ましい実施形態におけるＦＴに対する値はおおよそ１６ミリ秒（ｍｓｅｃ）であり、ＴＳＴに対する値はおおよそ４０ｍｓｅｃである。明らかに異なる値も必要に応じて用いることもできるが、ステップ２１および２１ａは、そのＡＶ／ＳＡＶ／ＰＡＶ間隔を７．８１２５ｍｓｅｃだけ短縮し、ステップ１５および１５ａはそのＡＶ／ＰＡＶ／ＳＡＶ間隔を１５．６２５ｍｓｅｃだけ延長する。望ましい実施形態においては、ＶＳ事象を更に迅速に見出すためには、短縮より素早く延長するのが目的にかなうように見える。このアルゴリズムの発明の将来のユーザは異論のあるところで、確かにペースメーカの内部クロックの時間および他の要因が、使用する正確な時間値の決定に役割を演じることになろう。また、ＳＡＶおよびＰＡＶを記憶する方法も変わり得て、双方に対する完全に独立的に保持される別個の値があり得、あるいはこれらが同じＡＶ値で開始し得、延長および短縮ステップはオフセットを単に加減することができる。別個のＳＡＶとＰＡＶを保持しないアルゴリズム形態では、ペースメーカは、それぞれに対して異なる大きさの開始値を保持して且つこの開始値からの１つのオフセット値を加減することにより、これらを別個の値として確立することができる。この開始値は、例えば、ＳＡＶに対しては１２０ｍｓｅｃ、ＰＡＶに対しては１５０ｍｓｅｃとすることができる。このような方式においては、これらの値は並行して移動するが、つねに３０ｍｓｅｃだけ離隔されることになる。

探索ＡＶのための更に一般的な選好アルゴリズムを図５に関して記述し、ここではアルゴリズム１０３がステップ５１においてある初期値で「始動」する。最初の一巡でステップ５２が飛越されるが、一般にこのステップはステップ５３におけるＶＳ事象に対する探索へ進む前にプログラムされた心拍数を待機することになる。ＡＶ間隔を延長しステップ５３において行われる探索心拍中にＡＶ間隔を検知することによりＶＳが見出されるならば、このアルゴリズムはステップ５７へ進み、ここでペースメーカに保持されたＡＶ間隔の値が更新される。これを行うには幾つかの方法があり、最も容易なものは２０ｍｓｅｃの如き値を取ってこれをその時のＡＶ値に加算することである。別の方法は、ステップ５３において得た心拍から検知ＡＶを用いて、これに２０ｍｓｅｃを加算することである。いずれの場合も、ステップ５７の後に、プログラムがステップ５２へ戻らねばならない。

探索ステップ５３がＶＳ（５５）を見出さない時、望ましい実施形態は、ちょうど図３および図４のステップ１７／１７ａにおける減衰ルーチンのように、ステップ５６で減衰ルーチンを経由する。

ＡＶに対する最小時間に対する望ましい値は、約５０ミリ秒（ｍｓｅｃ）となり、最大値は一般に約２５０ミリ秒となる。
自動ＰＶＡＲＰ
ＰＶＡＲＰは、ペースメーカにおける２つの主要な目的を有する。第一に、これはペースメーカにより検知されてＡＶリズムを不適切に開始する逆行性の心房事象から保護する。さもなければ、結果として生じるリズムは「旋回運動」、即ち「無限ループ」の頻脈となる。ＰＶＡＲＰの長さが患者のＡＶ伝導時間より長ければ、このリズムは生じ得ない。第二に、ＰＶＡＲＰは、患者が同期できるレート範囲を制御する。ＰＶＡＲＰに対するＡＶ期間における増加は、全心房不応期間（ＴＡＲＰ）を生じる。心房レートがこの値を越えると、心室に対して１つおきの心房事象が追跡されて、２：１ブロックを生じる。プログラムされた上限追跡レート間隔より小さなＴＡＲＰを生じることが望ましい。これは、ペースメーカが心房事象に同期した状態を維持するウェンケバッバ（Ｗｅｎｃｋｅｂａｃｈ）現象の期間を生じるが、決して上限追跡レートよりも早くペースしない。このことは、ＡＶ間隔を延長するゆえに、４番目の心拍おきに低減した心拍を生じる結果となる。しかし、ＡＶ間隔が先に述べたように操作される場合は、ＴＡＲＰサイズは、動的になり、ＳＡＶ（またはＡＶ間隔）が短縮されるごとに変化する。他の操作もまた、ＨＯＣＭペーシング療法などのように、ＳＡＶを短縮させ得る。いずれの場合も、ＴＡＲＰが上限のレート間隔より大きいかこれに等しくなるように過度に延長されると、上記のウェンケバッバ（Ｗｅｎｃｋｅｂａｃｈ）現象は生じない。

言葉を変えて説明すると、患者が自然レートによるべき場合に生じる虚血状態を避けることを助けるように、上限レートがしばしば設定されることが最初に認識されねばならない。これは、患者の心臓における疾患状態のゆえに、あるいは換言すれば、身体が要求するレートで心臓が動作し得ないゆえに生じ得る。一般に、医師は、上限レートを患者の心臓が対処し得ると考えるところに設定することになる。心房レートがそれを越え得るので、時に心室ペースを低下させるウェンケバッバ（Ｗｅｎｃｋｅｂａｃｈ）現象は心臓の仮定される減退能力および身体の自然要求に対する血液力学的に妥当な妥協である。しかし、心房の頻脈即ち急速拍動の状態は発生が許容されるべきものでもなく、ペースメーカは、心室レートに対する心房レートが２：１に近づく時、頻脈状態が生じたものととることになる。

このような自動ＰＶＡＲＰは、その時の心房レートに対して適切な２：１ブロック点がなにであるかを決定するために意図され、ペースメーカを自然の必要に応答させるように設計される。他の理由（例えば、ＨＯＣＭ療法）で生じ得るＡＶ間隔のサイズの変化を適応させることが意図される。

この２：１ブロックは、心房（Ａ−Ａ）間隔値より高い任意の値であり得る。現在最も好ましい実施の形態においては、毎分３０拍動（ｂｐｍ）を選択し、心房間隔はペースメーカにより保持され規則的に更新される値の１つである。本発明の装置において、この値は、実際には「平均」値ではなく、むしろ真の心房間隔値としてペースメーカにより決定される値を表わすが、ＭＡＩ即ち平均心房間隔（ｍｅａｎａｔｒｉａｌｉｎｔｅｒｖａｌ）と呼ばれる。このＭＡＩ値は、頻脈性不整脈即ち急速拍動が心房に生じつつあるかどうかを判定して、とりわけ自然レートにさせるために用いられる。このため、選択された３０ｂｐｍが例えば１００ｂｐｍのＭＡＩに加えられ、かつその時のＡ−Ａ間隔が、自然レートが１３０ｂｐｍより大きいかこれに等しいことを示すならば、ペースメーカは、頻脈状態が生じつつあると判定する。換言すれば、２：１ブロック点に達するかあるいはこれを越えている。

これを理解するためのアルゴリズムについては、図６に関して記述する。このアルゴリズムは、ほぼ下記の如く動作する。即ち、
値「目標２：１ブロック」が、下記のルールにより確立される。即ち、
ステップ１：３０ｂｐｍをＭＡＩに加算する。

ステップ２：１００ｂｐｍより大きければ、（３０＋ＭＡＩ）ｂｐｍを用い、さもなければ、１００ｂｐｍを用いる。
ステップ３：ステップ２からの値か、（３５ｂｐｍ＋上限レート）の小さな方を用いる。

これは、１００ｂｐｍと上限レート＋３５ｂｐｍとにより囲まれた２：１点を与え、これが増加する自然レートと共に上昇するのを可能にする。
その時の２：１ブロックが適用ＳＡＶ＋適用ＰＶＡＲＰであることに注意すべきである。（「適用」とは、他のある特徴−適合ＡＶ、ＨＯＣＭＡＶ、レート適合ＡＶなどにより設定できる値を意味する）。

図６において、自動ＰＶＡＲＰアルゴリズム２００が、ＡＶ順次心室事象（ステップ２０１）の発生と共に開始する。その時の２：１ブロック点は、一時的ＳＡＶ値と一時的ＰＶＡＲＰ値の和に等しく設定される（ステップ２０２）。換言すれば、プログラムはその時の値で初期設定される。次のステップ２０３は、目標２：１を真の心房間隔（その時のＭＡＩ、またはレートに対するＭＡ「Ｒ」）に等しく設定する。次の２つのステップにおいて、使用する正しい２：１値を見出すソーティングが行われる。このステップ２０４は、ステップ２０３からの値と１００ｂｐｍとの間の最大値を取り上げる。次いで、ステップ２０５が、それと、上限追跡レートに３５ｂｐｍのオフセットを加えたものとの間から最小値を取り上げる。

ステップ２０６において、アルゴリズムは、一時的２：１がステップ２０５において確立された目標２：１より小さいかどうか判定する。一時的２：１は初期値かこのアルゴリズムにより最後に設定された値のいずれかであった。

一時的２：１が目標２：１より小さくなければ、ＰＶＡＲＰに対する新たな値が目標２：１からその時の適用ＳＡＶ間隔のレート値を差引いたものに設定される。この場合、プログラムは終了して次の心室事象を待機することができる。

一方、ステップ２０６の質問に対する答えが肯定であるならば、別の判定、即ちその時のＰＶＡＲＰ値が患者の逆方向の伝導時間（これは、ペースメーカ製造者か医師により設定された数）より小さいか？という判定が行われねばならない。もし肯定ならば、ＰＶＡＲＰ値は少なくともその逆方向伝導時間まで増加され（ステップ２０９）、ＳＡＶ値が目標２：１からこのＰＶＡＲＰ値を差引いた値に設定される。次のステップ２１１は、このアルゴリズムが図３および図４のアルゴリズムと共に機能するための方法である。換言すれば、このステップ２０９の分岐に進むならば、この心室拍動は適合ＡＶ探索により無視されねばならない。これを実施する最も簡単な方法は、フラッグ・ビットをＡＶ探索アルゴリズムによりこの拍動に対して保持されたデータに加えることであり、このフラッグはこの自動ＰＶＡＲＰアルゴリズムによって設定される。他の方法および構造については、本発明の範囲を越えることなく当業者には容易に着想されよう。

ステップ２１２において、アルゴリズムは、ステップ２１０において決定されたＳＡＶ値が最小ＳＡＶ値より小さいかどうかを判定し、もしそうであれば、これを最小ＳＡＶ値にリセットし（ステップ２１３）、いずれの場合も終了する。

再びステップ２０８へ戻り、判定がなされなかったならば、ＰＶＡＲＰ値はステップ２１４において目標２：１からＳＡＶ値を差引いたものに設定され、これが患者の逆方向の伝導時間より小さければ、ステップ２０９の分岐が再び行われる。さもなければ、プログラムはここから抜けることができる。

このように、ＰＶＡＲＰがその時のＳＡＶと目標２：１ブロック点との間の差に等しく設定される。通常は、その時のＴＡＲＰ＝目標ＴＡＲＰとなる。また、ＰＶＡＲＰは最小ＰＶＡＲＰ値より短く設定することができない。従って、その時のＴＡＲＰは目標ＰＶＡＲＰより大きくなり得る。このことが生じるならば、その時のＴＡＲＰ＝目標ＴＡＲＰとなるように、ＡＶ間隔を短縮することを欲する。また、ＳＡＶ値をこのような試みにおいて定義された最小値まで短縮することもできる。ペースされた心房事象後に用いられるＡＶ間隔であるＰＡＶとは対照される、
このことは、図７の図と類似する図を提供するが、これにおいてはＭＡＩにおいて表わされる如き自然心房レートが暗点列で示され、２：１ブロック点は明点列で示される。

図６に示されたアルゴリズムによる幾つかの事例数は下記の通り。即ち、
ＭＡＩ＝９０ｂｐｍ
ＳＡＶ＝１５０ｍｓ
最小ＰＶＡＲＰ＝２００ｍｓ
目標２：１ブロック点は、９０＋３０ｂｐｍ＝１２０ｂｐｍ、即ち５００ｍｓとなる。この値から１５０ｍｓのＳＡＶを差引くと、最小値より充分に大きい３５０ｍｓのＰＶＡＲＰを与える。従って、直ちに、その時のＴＡＲＰ＝目標ＴＡＲＰとなる。

ＭＡＩ＝９０ｂｐｍ
ＳＡＶ＝２００ｍｓ
最小ＰＶＡＲＰ＝３５０ｍｓ
再び、目標２：１＝１２０ｂｐｍ、即ち、５００ｍｓである。ＳＡＶを差引くと、３００ｍｓのＰＶＡＲＰを与え、これは許容最小値より短い。従って、ＰＶＡＲＰは僅かに３５０まで低減し得る。その時のＴＡＲＰは、５００ｍｓの目標ＴＡＲＰとは異なる５５０となり、このことはＳＡＶを５０ｍｓだけ、あるいは許容最小値まで短縮することを必要とし、従って、目標値＝その時の値となり、最終値はＳＡＶ＝１５０、ＰＶＡＲＰ＝３５０となる。

本文に教示された当該発明思想における多くの変更は、例えば（３０ｂｐｍの如き）値をいずれかの方向に少数の拍動だけずらすことにより容易に想定することができる。それにも拘わらず、これらは、請求の範囲に記載される如くにのみ限定される本発明の範囲内に含まれるものと考えられる。

図１ａおよび図１ｂは、対をなすマーカ・チャンネル図と体表面ＥＣＧ図である。図２は、本発明の望ましい実施形態に使用可能な植込み可能なパルス発生器（ＩＰＧまたはペースメーカ）の概略ブロック図である。図３は、望ましい実施形態による適合ＡＶ探索アルゴリズムのフローチャートである。図４は、望ましい実施形態に対する図３のフローチャートの続きである。図５は、図３および図４のアルゴリズムの別の形態のフローチャートである。図６は、望ましい実施形態による自動ＰＶＡＲＰ適合アルゴリズムのフロー図である。図７は、２：１ブロック点と心房レートの関係を示す心拍対時間のグラフである。

Claims

心拍間で後心室心房性不応期間（ＰＶＡＲＰ）を自動的に調整する調整手段を備え、２：１ブロック点に対する値と該２：１ブロック点に対応する間隔値とを保持し、且つＡＶ間隔値をも保持するペースメーカにおいて、
前記調整手段が、
与えられた心拍間のシーケンスに対する２：１ブロック点を判定する手段（２０２）と、
前記後心室心房性不応期間を、前記２：１ブロック点に対応する間隔値から、前記ＡＶ間隔値の一つを差し引いた間隔値に等しく設定する手段（２１４）と、
を含むことを特徴とするペースメーカ。
逆方向の伝導時間の値を記憶する手段と、
前記後心室心房性不応期間が、記憶された前記逆方向の伝導時間より小さいかどうかを判定する手段（２０８，２１５）と、
前記後心室心房性不応期間が、記憶された前記逆方向の伝導時間より小さいときに、前記後心室心房性不応期間を、記憶された前記逆方向の伝導時間と同じ長さになるようにリセットする手段（２０９）と、
前記ＡＶ間隔値を、前記２：１ブロック点に対応する間隔値から、リセットされた前記後心室心房性不応期間を差し引いた間隔値に等しくリセットする手段（２１０）と、
を含むことを特徴とする請求項１に記載のペースメーカ。
前記前記後心室心房性不応期間をリセットする手段によって前記後心室心房性不応期間をリセットするときに、考慮中の心拍間のシーケンスがＡＶ間隔値の記憶あるいは決定における使用に適していないことを判定するＡＶ間隔値の判定手段（２１１）を含む請求項２に記載のペースメーカ。
前記ＡＶ間隔値を予め定めた最小値までリセットする手段（２１３）を含む請求項１ないし３のいずれかに記載のペースメーカ。